兒童胸部損傷準則的仿真研究*

蔣彬輝，鄧淯方，冒浩杰，楊金海,曹立波

(1.湖南大學，汽車車身先進設計制造國家重點實驗室，長沙 410082； 2.美國韋恩州立大學生物工程中心，底特律 48201)

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2015155

兒童胸部損傷準則的仿真研究*

蔣彬輝1，鄧淯方1，冒浩杰2，楊金海2,曹立波1

(1.湖南大學，汽車車身先進設計制造國家重點實驗室，長沙 410082； 2.美國韋恩州立大學生物工程中心，底特律 48201)

鑒于對兒童損傷準則和容忍極限的研究缺乏，本文中參考僅有的兩項兒童胸部動態實驗數據，通過對比仿真與實驗中獲得的兒童胸部力-變形曲線，對作者先前建立的10歲兒童胸部有限元模型的動力學響應進行了驗證,并分析了由模型計算獲得的應力-應變和實驗中觀察到的骨骼與內臟損傷之間的關系。結果表明，仿真獲得的胸部力-變形曲線與實驗吻合較好，應變失效準則能有效地預測骨骼和內臟的損傷情況。成人胸部壓縮量損傷準則和黏性損傷準則可用于兒童胸部損傷的預測，但兒童損傷容忍極限值低于成人。

兒童胸部模型；胸部損傷分析；有限元仿真

前言

目前，兒童乘車安全問題越來越受到重視。但由于倫理道德的限制和兒童生長發育的復雜性，對兒童損傷機理和容忍極限的研究還很欠缺，各汽車安全法規中對兒童乘車的安全要求還不多，而且這些要求主要還是依靠對成人相關要求進行縮放。因此，盡快研究并確定兒童相關的損傷準則和容忍極限是兒童安全領域的一個重要研究課題。同時，依靠尸體和動物實驗來獲取兒童損傷容忍極限的傳統方法難以取得較好效果，利用兒童有限元模型開展仿真成為研究兒童損傷機理的重要手段之一。

近年來，國內外學者開發了一些兒童模型用于兒童安全研究，包括文獻[1]～文獻[6]中分別開發的6歲和3歲兒童有限元模型。這些數學模型中的胸部大多采用從成人模型進行比例縮放的方法獲得，且在模型驗證時，也同樣多以縮放成人數據獲得的驗證響應數據為主[7]。然而，這些縮放模型中大多無法重現兒童詳細的解剖結構，且縮放獲得的響應數據中也不包含兒童人體的損傷信息，因而這些縮放模型和縮放數據難以被用于兒童損傷準則和容忍極限的研究。

本課題組前期利用兒童臨床治療過程中獲得的CT和MRI圖像數據開發了一個具有詳細解剖特征的10歲兒童胸部有限元模型，并已通過了臨床兒童心肺復蘇(CPR)急救過程中獲得的胸部響應數據的驗證[7-8]。然而，在CPR數據中，胸部最大的變形速率僅為0.25m/s，屬于靜態加載的范疇[8]。文獻[9]中在統計研究文獻[10]和文獻[11]中的實驗數據時發現，當碰撞速度低于1.3m/s時，胸部的初始剛度基本不隨碰撞速度發生變化，而當碰撞速度高于1.3m/s時，胸部的初始剛度隨著碰撞速度的增加而增大。此外，胸部力-變形曲線中的平臺力大小也表現出相似的變化趨勢：當碰撞速度低于3.73m/s時，平臺力的大小基本不受碰撞速度的影響；而當碰撞速度高于3.73m/s后，平臺力隨著碰撞速度的增加而增大。上述研究表明，胸部的變形速率對于胸部的響應情況有較大的影響。交通事故中，在使用安全帶時，胸部變形速率往往要接近3m/s。若出現乘員與內飾發生碰撞的情況，胸部變形速率會更高[12]。因此，為將本課題組開發的該兒童胸部有限元模型用于汽車碰撞等高速沖擊條件下的兒童胸部損傷機理和防護方法的研究，還需進一步對該模型進行動態驗證和損傷分析。

本文中選用僅有的兩項兒童胸部動態實驗數據，即Oryang等人于2006年發表的胸部撞擊實驗數據[13]和Kent等人于2009年和2011年發表的斜拉式安全帶動態加載的實驗數據[14-15]對該10歲兒童胸部有限元模型[7]進行動態驗證，并將模型預測的損傷情況與實驗進行損傷分析。在上述研究的基礎上，結合成人胸部損傷準則，開展了兒童胸部損傷準則和容忍極限的初步研究。

1 模型和驗證數據

1.1 模型簡介

該模型具有較為詳細的兒童解剖特征，不僅包括了骨架、皮膚和心、肺等胸部器官，還包括了腹部器官、腰椎及盆腔結構，最終的模型共有242 266個六面體單元和188 318個殼單元，并在先前的研究中獲得了模型的各組織材料參數[7]。

1.2 模型動態驗證數據

1.2.1 Ouyang(2006)胸部撞擊實驗

Ouyang(2006)[13]的實驗中利用氣缸發射一個圓柱形的沖頭撞擊兒童尸體胸骨的中間位置。實驗中包括2～12歲年齡內的9個尸體樣本，考慮到兒童身材尺寸要小于成人，且不同年齡段的兒童身材尺寸也存在較大差異，因此在實驗中將實驗樣本分為兒童組(2～4歲)和少年組(5～12歲)，分別采用不同尺寸的沖頭進行測試。兒童組中采用的沖頭直徑為5cm，質量為2.5kg，而在少年組的測試中，采用的沖頭直徑為7.5cm，質量為3.5kg，但兩組實驗中采用了相同的名義撞擊速度6m/s。本文中選用少年組的實驗數據對胸部模型進行驗證，少年組尸體樣本情況和實驗條件如表1所示。

表1 Ouyang(2006)撞擊實驗少年組樣本信息[13]

1.2.2 Kent(2009,2011)安全帶加載實驗

2009年，Kent等人首先對一個7歲兒童尸體的胸部進行了靜態和動態測試[14]。2011年，又對一個6歲和一個15歲兒童尸體進行了相同的測試，并綜合2009年的測試結果進行了討論分析[15]。在該實驗中，尸體樣本平躺在剛性平面上，利用一條斜挎的安全帶對胸部進行加載，模擬汽車碰撞中安全帶對胸部的加載情況。動態加載中，設定胸部的變形速率與48km/h碰撞速度下的臺車實驗中胸部的變形速率接近，約為1.9m/s。該胸部變形速率均遠高于CPR實驗中的情況。表2中給出了Kent(2009,2011)實驗中樣本的基本情況。

表2 Kent(2009,2011)實驗樣本信息[14-15]

2 模型驗證

2.1 Ouyang(2006)實驗的驗證

2.1.1 胸部撞擊仿真的邊界和加載

為模擬實驗的撞擊條件，建立了一個直徑為75mm、質量為3.5kg的剛性撞擊錘模型，撞擊胸部模型的胸骨中間位置，如圖1(a)所示。實驗中少年組的實際最小和最大碰撞速度分別為5.9和6.5m/s。因此，分別以5.9，6.0和6.5m/s的速度對胸部模型進行撞擊仿真。

2.1.2 驗證結果

圖2為模型預測的胸部力-變形曲線與少年組的實驗平均曲線對比。結果表明，仿真曲線基本上位于平均曲線的標準方差范圍內，且曲線變化趨勢與平均曲線基本一致：仿真中胸部最大變形量的范圍為45.0～47.7mm，峰值力的范圍為1 058.5～1 171.34N，均位于驗證區間內。但胸部變形量的前5mm內，碰撞力要高于實驗曲線，第一個峰值力出現的位置要略微早于實驗曲線，經分析可能由如下原因導致：(1)實驗中的胸部變形量是通過分析高速圖像獲得的，文獻[16]中在分析Ouyang(2006)[13]的實驗結果時指出，高速攝像的空間分辨率、瞬時清晰度和碰撞初始時刻等因素會造成胸部變形量的前期測量結果存在誤差，從而可能導致最終的胸部力-變形曲線的前期偏低；(2)身材尺寸可能會造成碰撞前期撞擊塊與胸部的接觸面積存在差異，從而導致胸部變形前期的力存在差異，此外，仿真曲線在出現第一個峰值力后，還出現了下降趨勢，這在很多胸部撞擊實驗和仿真中都有出現[10,13,17-18]，文獻[18]中指出，這是由于胸部慣性效應的影響，導致接觸力在接觸初始時刻出現一個峰值力，峰值過后，接觸力出現下降，導致在胸部力-變形曲線出現第一個峰值力后，呈現下降趨勢。總之，該模型在撞擊條件下具有較高的生物逼真度。

2.2 Kent(2009,2011)實驗的驗證

斜拉式安全帶加載仿真中安全帶模型按照文獻[14]和文獻[15]中提供的加載位置進行加載，如圖1(b)所示。利用LS-PREPOST進行安全帶建模，并保證安全帶緊貼模型的皮膚表面。而人體后面的支撐板采用一個剛性平面模擬，并在加載開始前，進行了重力加載的預模擬，保證模型與支撐板之間的接觸緊密。

仿真中的加載輸入條件是在安全帶的兩頭輸入位移-時間曲線，由于實驗中并未測得安全帶兩頭實際的位移-時間曲線，但卻獲取了胸部的變形-時間曲線，因而采用胸部的變形-時間曲線進行一定的比例縮放后，作為仿真中的加載位移-時間曲線。具體的比例縮放系數參考了文獻[19]取0.5，并通過調整加載角度，使仿真中胸部的最大變形速率與實驗中的接近。

仿真與實驗結果對比如圖3所示。圖中橫坐標為安全帶中線與人體矢平面交點位置的變形量；縱坐標為人體與背面支持板之間的反作用力。由圖3可見，胸部變形量在前25mm以內時，仿真曲線與多組實驗曲線的響應情況保持一致，并落于驗證區間內。而胸部變形量超出25mm后，仿真曲線的響應情況與實驗Pedve32和33的響應基本保持一致。Pedve43為15歲兒童胸部力-變形曲線，可能是身材尺寸的差異造成了該曲線要明顯高于其他實驗曲線和仿真曲線。Pedve16,18和19是7歲兒童的胸部力-變形曲線，盡管這3條曲線與仿真曲線存在一定的差異，但實際上仿真曲線仍基本位于這3條曲線的區域內。Pedve34與Pedve32和33同屬于6歲兒童的胸部力-變形曲線，該曲線與仿真曲線、Pedve32和33都存在明顯差異，這可能是尸體狀態的改變或其他不確定因素造成的。由此可見，整體來講仿真曲線較好地預測了胸部力-變形曲線，表明該模型在安全帶動態加載條件下具有較高的生物逼真度。

3 損傷分析

利用模型預測到的各組織應力和應變結合實驗中查看到的尸體損傷情況進行分析，同時綜合考慮成人胸部損傷準則對兒童胸部損傷的預測情況。

3.1 骨骼損傷分析

表3為實驗中肋骨損傷情況和仿真預測到的肋骨骨密質層的最大應變值。在Ouyang(2006)的胸部撞擊實驗中，實驗后的尸檢并未發現有肋骨骨折的情況，而仿真中顯示的肋骨骨密質層的最大應變為2.5%～2.7%。通常，成人肋骨骨密質的失效應變定義為2%～3%[17,20]，而根據文獻[21]，10歲兒童大腿骨骨密質的極限應變約為成人的1.3倍左右，若同樣認為10歲兒童肋骨骨密質層的極限應變為成人的1.3倍，則10歲兒童的肋骨骨密質層的極限應變約為2.6%～3.9%。仿真結果表明，10歲兒童在Ouyang(2006)的胸部撞擊實驗條件下，發生肋骨骨折的風險較低，該預測結果與實驗結果保持一致。

表3 仿真與實驗中骨骼損傷情況對比

實驗中胸部最大壓縮量(胸部最大變形與胸部厚度比)的范圍為24.4%～48.2%，仿真獲得的胸部最大壓縮量的范圍為26.9%～28.6%，該結果位于實驗范圍之內，但相對偏小，這可能是由于Ouyang(2006)實驗中使用的兒童尸體樣本的胸部厚度偏小造成的，實際上仿真中獲得的胸部變形量十分接近于實驗中的少年組平均胸部變形量(圖2)。此外，仿真中獲得的胸部VCmax(黏性損傷準則)值的范圍為0.9～1.1，實驗中VCmax值的范圍為0.7～4.5，仿真預測的結果同樣在實驗值范圍之內。仿真中Cmax(胸部最大壓縮量損傷準則)值和VCmax值均與撞擊速度成正比。同時，隨著這兩個值的增大，肋骨骨密質層出現的最大塑性應變值增大，因此，這兩個值均能在一定程度上反映肋骨的損傷風險。

在Kent(2009,2011)的實驗中，6和7歲的兒童尸體在實驗后均出現了肋骨骨折的現象，但15歲兒童未發生肋骨骨折。需特別指出的是，實驗中6和7歲兒童尸體各被反復進行了3次斜拉式安全帶動態加載，而15歲兒童的尸體則只被動態加載了一次。在反復加載的動態實驗中，尸體出現的胸部最大壓縮量各不相同，如表3所示，但出現的最大胸部壓縮量是逐漸增加的。從表3中可以看出，在胸部壓縮量分別為33.5%(Pedve19)和38.5%(Pedve34)仿真案例中肋骨骨密質層最大塑性應變分別為4.5%和5.8%。而在未發生肋骨骨折的所有案例中，最大胸部壓縮量為30%(Pedve33)，對應仿真中的最大塑性應變為4.2%。因而，仿真預測在斜拉式安全帶動態加載下10歲兒童肋骨骨折的極限塑性應變值為4.2%，該值要高于文獻中獲得的2.6%～3.9%，造成該差異的原因應該是實驗中出現肋骨骨折的尸體樣本為DukeF和484F，兩者的年齡分別為6歲和7歲，因而他們的骨骼相比于10歲兒童更加柔軟，極限塑性應變值也比10歲兒童的更高，導致他們在未發生肋骨骨折的情況下，可承受的胸部壓縮量也偏大，若仍以文獻中的塑性應變值3.9%作為10歲兒童肋骨骨折的判斷標準，模型預測當胸部壓縮量達到29%時，即會導致肋骨骨折。

當胸部壓縮量為33.5%時，肋骨骨密質層的有效塑性應變云圖如圖4所示，云圖中的高塑性應變區域對應著較高的骨折損傷風險。從圖4中可以看出，可能發生肋骨骨折的區域集中在右側第3～6根肋骨上，這與實驗結果中右側發生肋骨骨折的區域大致相同，而左側肋骨的最大塑性應變低于1.1%，遭受肋骨骨折損傷的風險較小，這與尸檢結果中左側肋骨骨折情況存在差異。造成這個差異的原因可能有：(1)在Kent(2009,2011)的實驗中，這些尸體樣本除了被用于斜拉式安全帶動態加載外，還被用于斜拉式安全帶準靜態加載實驗，盡管文獻[15]中在分析肋骨損傷的模態后，指出這些肋骨骨折是由斜拉式安全帶加載造成的，但并未指出是動態加載還是準靜態加載造成的；(2)發生骨折的尸體樣本的胸部解剖學尺寸均要小于10歲兒童胸部有限元模型的尺寸也有可能是原因之一。盡管仿真與實驗結果存在一定的差異，但胸部壓縮量與肋骨骨密質層的最大塑性應變的變化趨勢再次證明胸部壓縮量能較好反映肋骨損傷風險。但由于在Kent(2009,2011)的實驗結果中未給出VCmax，故本文中也不予分析。

3.2 內臟損傷分析

表4示出實驗中內臟損傷情況和仿真預測到的肺及心臟最大第一應變值。由于Kent(2009,2011)的實驗中，未給出內臟的損傷情況，故表4只與Ouyang(2006)實驗做對比。

表4 仿真與實驗中內臟損傷情況對比

在胸部撞擊實驗中，出現最多的損傷類型是氣胸，此外還發生有胸腺出血。仿真中，3種碰撞速度下肺的最大第一主應變約為54%～62%，心臟的最大第一主應變約為41%～43%。根據文獻[22]，肺挫傷的第一主應變容忍極限值約為28.4%，而模型預測到最大第一主應變遠高于肺挫傷容忍極限值，表明在該撞擊實驗條件下，肺遭受挫傷的風險很高。其中右肺的挫傷部位主要集中在肺部表面與肋骨接觸的部分及與支氣管、肺血管連接的區域，左肺的損傷部位主要集中在與支氣管、肺血管連接的區域，如圖5所示(高應變區域表示可能遭受挫傷的區域)。文獻[23]中測得10～19歲年齡段的兒童心肌的極限拉伸應變為79.2%±4.2%，故仿真預測心臟不會出現破裂等嚴重損傷。

黏性損傷準則主要是用于胸部軟組織損傷的預測，成人黏性損傷準則的損傷容忍極限值為1。胸部撞擊仿真結果表明，VCmax值在低于1的情況下，10歲兒童的肺器官已經遭受較為嚴重的損傷。因此，若以黏性損傷準則作為兒童的胸部損傷準則，則損傷容忍極限應低于成人的對應值1。就胸部壓縮量損傷準則而言，預測有嚴重肺損傷的仿真中，胸部壓縮量的范圍為26.9%～28.6%，同樣小于造成成人嚴重胸部損傷(AIS 4級損傷)的容忍極限值35%。需要特別指出是成人胸部壓縮量損傷準則主要以碰撞條件下骨骼損傷的情況為依據建立，因而可能無法同時兼顧到骨骼損傷和內臟損傷的情況。

4 討論

在尸體實驗中，各組織的損傷情況能通過醫學手段來獲得，然而，與損傷相關的應力-應變則無法測量。仿真則正好相反，只能通過各組織應力-應變來估計它們的損傷情況。當肋骨塑性應變達到4.5%時，才會發生肋骨骨折，第一主應變值28.4%和79.2%預測肺挫傷和心臟撕裂損傷。在肋骨骨折的損傷分析中，肋骨骨密質層塑性應變的失效值是從成人數據中縮放獲得的。內臟損傷的分析中，第一主應變的失效值則由文獻中的動物或成人實驗數據直接獲得。因此，上述兒童損傷預測極限值還需進一步研究。

仿真中骨骼和內臟的損傷情況可通過應變損傷準則進行預測。而實際的車輛碰撞實驗中，由于只能測得假人的力、力矩、加速度和變形等物理量，使實車實驗中的損傷預測也只能以上述物理量為基礎。因而，還須通過仿真中的應變損傷準則，獲得實車實驗中的損傷準則。本文中利用仿真，將汽車行業中的成人胸部損傷準則與獲得的各組織應變和由應變獲得的損傷風險進行了對比分析。分析結果表明，可利用壓縮量損傷準則和黏性損傷準則來預測兒童胸部損傷，但其損傷容忍極限值均要低于成人。

最后，仿真結果中在胸部壓縮量接近的情況下，造成的肋骨最大塑性應變存在差異：如在碰撞初始速度為5.9m/s時，胸部的壓縮量為26.9%，此時肋骨骨密質層的最大應變為2.4%，肋骨發生骨折損傷的風險較低；而在斜拉式安全帶加載條件下，胸部壓縮量為24.9%時，肋骨骨密質層的最大塑性應變達到了3.0%。這可能主要是由于在胸部撞擊仿真中，撞擊塊的直徑較小，撞擊力更多地作用在肋軟骨上，肋軟骨承受了較小的變形，而在斜拉式安全帶加載中，安全帶直接加載在肋骨上，導致肋骨遭受了較大變形。表明同一損傷準則，在不同的加載條件下的損傷容忍極限值存在差異。

5 結論

利用胸部撞擊和安全帶動態加載兩種兒童尸體實驗數據對本課題組開發的10歲兒童胸部有限元模型進行了動態驗證。驗證結果表明，該模型在動態加載條件下具有較好的生物逼真度。利用驗證后的有限元模型結合實驗數據中提供的尸體損傷情況，對這兩種動態加載條件下的損傷進行分析。分析結果表明，該兒童胸部有限元模型能準確預測實驗中的兒童胸部損傷情況。結合成人胸部損傷準則對比研究發現，成人胸部損傷準則在兒童胸部損傷預測中存在一定的可靠性，但損傷容忍極限值與成人存在差異，且同一損傷準則在不同加載條件下的損傷容忍極限值存在差異。

[1] Liu X, Yang J. Development of Child Pedestrian Mathematical Models and Evaluation with Accident Reconstruction[J]. Traffic Injury Prevention,2002,3(4):321-329.

[2] Van Rooij L, Harkema C, de Lange R, et al. Child Poses in Child Restraint Systems Related to Injury Potential: Investigations by Virtual Testing[C]. The 16thESV Conference, Washington DC, USA,2005.

[3] Van Rooij L, Meissner M, Bhalla K, et al. A Comparative Evaluation of Pedestrian Kinematics and Injury Prediction for Adults and Children upon Impact with a Passenger Car[C]. SAE Paper 2004-01-1606.

[4] Forbes P, Rooij L V, Rodarius C, et al. Child Human Model Development: a Hybrid Validation Approach[C]. ICrash-International Conference of Crashworthiness, Kyoto, Japan,2008.

[5] Okamoto M, Takahashi Y, Mori F, et al. Development of Finite Element Model for Child Pedestrian Protection[C]. 18thESV Conference, Nagoya, Japan,2003.

[6] Mizuno K, Iwata K, Deguchi T, et al. Development of a Three-year-old Child FE Model[J]. Traffic Injury Prevention,2005,6(4):361-371.

[7] 曹立波,蔣彬輝,冒浩杰,等.基于Block-Controlled網格劃分法的兒童胸部建模及驗證[J].汽車工程,2014,36(3):298-303.

[8] Jiang B H, Cao L B, Mao H J, et al. Development of a 10-year-old Paediatric Thorax Finite Element Model Validated Against Cardiopulmonary Resuscitation Data[J]. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering,2014,17(11):1185-1197.

[9] Melvin J W, Weber K. Review of Biomechanical Impact Response and Injury in the Automotive Environment[R]. Ann Arbor, MI: University of Michigan, Transportation Research Institute,1985.

[10] Lau I V, Viano D C. The Viscous Criterion-bases and Applications of an Injury Severity Index for Soft Tissues[C]. The 13th Stapp Car Crash Conference, Warrendale, PA: Society of Automotive Engineering,1986,123-142.

[11] Patrick L, Mertz H, Kroell C. Cadaver Knee, Chest and Head Impact Loads[C]. SAE Paper 670913.

[12] Ouyang J, Zhao W, Xu Y, et al. Thoracic Impact Testing of Pediatric Cadaveric Subjects[J]. J. Trauma,2006,61(6):1492-1500.

[13] Kent R, Salzar R, Kerrigan J, et al. Pediatric Thoracoabdominal Biomechanics[J]. Stapp Car Crash J,2009,53:373-401.

[14] Kent R, Lopez-Valdes F J, Lamp J, et al. Characterization of the Pediatic Chest and Abdomen Using Three Post-mortem Human Subjects[C]. 22ndESV Conference, Washington, DC,2011.

[15] Parent D P, Crandall J R, Bolton J R, et al. Comparison of Hybrid III Child Test Dummies to Pediatric Pmhs in Blunt Thoracic Impact Response[J]. Traffic Injury Prevention,2010,11(4):399-410.

[16] Kimpara H, Lee J B, Yang K H, et al. Effects of Body Weight, Height, and Rib Cage Area Moment of Inertia on Blunt Chest Impact Response[J]. Traffic Injury Prevention,2010,11(2):207-214.

[17] Kroell C K, Schneider D C, Nahum A M. Impact Tolerance and Response of the Human Thorax II[C]. The 18th Stapp Car Crash Conference, Warrendale, PA: Society of Automotive Engineers,1974,383-458.

[18] Ruan J, El-Jawahri R, Chai L, et al. Prediction and Analysis of Human Thoracic Impact Responses and Injuries in Cadaver Impacts Using a Full Human Body Finite Element Model[J]. Stapp Car Crash J,2003,47:299-321.

[19] Murakami D, Kobayashi S, Torigaki T, et al. Finite Element Analysis of Hard and Soft Tissue Contributions to Thoracic Response: Sensitivity Analysis of Fluctuations in Boundary Conditions[J]. Stapp Car Crash J,2006,50:169-189.

[20] Li Z P, Kindig M W, Subit D, et al. Influence of Mesh Density, Cortical Thickness and Material Properties on Human Rib Fracture Prediction[J]. Medical Engineering & Physics,2010,32(9):998-1008.

[21] Currey J D, Butler G. The Mechanical Properties of Bone Tissue in Children[J]. J Bone Joint Surg Am,1975,57(6):810-814.

[22] Gayzik F S. Development of a Finite Element Based Injury Metric for Pulmonary Contusion[D]. North Carolina, Wake Forest University,2008.

[23] Yamada H. Strength of Biological Materials[M]. Baltimore: Williams & Wilkins,1970.

Simulation Study on Pediatric Thoracic Injury Criteria

Jiang Binhui1, Deng Yufang1, Mao Haojie2, Yang Kinghay2& Cao Libo1

1.HunanUniversity,StateKeyLaboratoryofAdvancedDesignandManufacturingforVehicleBody,Changsha410082; 2.BioengineeringCenter,WayneStateUniversity,Detroit48201

In this paper, in view of the inadequate research on child injury criteria and tolerance limits, the data of two unique dynamic experiments available on pediatric thoracic injury are taken as references, and by comparing the deflection-force curves of child thorax obtained from simulation with that by experiments, the dynamics response of finite element model for 10 year old child thorax previously built by authors is verified, and the relationships between the stress-strain calculated with the model and the injuries of bones and viscera observed in experiments are analyzed. The results demonstrate that the deflection-force curves of child thorax obtained by simulation well agree with that by experiments and the strain failure criteria can effectively predict the injuries of bones and viscera. The thoracic compression criteria and viscous criteria for adult can be used to predict the injury of child thorax, however, the injury tolerance limits of child are lower than that of adult.

child thorax model; thoracic injury analysis; finite element simulation

*國家自然科學基金(11172099)、國家青年科學基金(51405148)和湖南大學青年教師成長計劃資助。

原稿收到日期為2012年11月23日，修改稿收到日期為2014年2月21日。